JP2019177189A - 低磁場マルチチャネル撮像のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】低磁場磁気共鳴撮像（ｌｆＭＲＩ）システムを使用したパラレル磁気共鳴撮像（ｐＭＲＩ）プロセスを実施するためのシステムおよび方法を提供する。【解決手段】システム及び方法は、ｐＭＲＩプロセスを使用してｌｆＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板を含む。複数のコイルが基板に結合される。複数のコイルのうちの各コイルは、ｌｆＭＲＩシステムをしてｐＭＲＩプロセスを実施する複数のコイルを作動させるために選択された、巻き数と、関連する分離機構と、を有する。【選択図】図１

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２０１４年３月１４日に出願された、「ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＬＯＷ−ＦＩＥＬＤ，ＭＵＬＴＩ−ＣＨＡＮＮＥＬ ＩＭＡＧＩＮＧ」と題する米国仮特許出願第６１／９５３，３８４号に基づくとともに、その優先権を主張する。この文献は、参照することにより、本明細書に組み込まれる。

（連邦政府の支援による研究に関する言明）
本発明は、国防総省によって与えられたＷ８１ＸＷＨ−１１−２−０７６の下での政府の支援を伴ってなされたものである。政府は、本発明における一定の権利を有する。

本開示は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）のためのシステムおよび方法に関する。より詳細には、本開示は低磁場ＭＲＩ（ｌｆＭＲＩ）のためのコイルシステムに関する。

人間の組織などの物体が一様な磁場（偏向磁場Ｂ₀）にさらされると、組織内の励起された核の個別の磁気モーメントが、この偏向磁場と整列しようとするが、この核の周りで固有ラーモア周波数でランダムに歳差運動する。物質または組織が、ｘ−ｙ平面にありラーモア周波数に近い磁場（励起場Ｂ₁）を受けると、正味の整列されたモーメントＭ_zは、ｘ−ｙ平面内に回転または「傾斜（ｔｉｐｐｅｄ）」されて、正味の横断磁場モーメントＭ_tを生成し得る。励起信号Ｂ₁が遮断された後に、励起された核または「スピン」によって信号が発せられ、この信号が受信されるとともに処理されて、画像を形成し得る。

これら「ＭＲ」信号を利用して画像を生成する場合、磁場勾配（Ｇ_x、Ｇ_y、およびＧ_z）が採用される。通常、画像化される領域は、使用される特定のローカライゼーション方法に応じてこれら勾配が変化する測定サイクルのシーケンスによってスキャンされる。結果として得られた、受信されたＭＲ信号のセットはデジタル化および処理がされて、多くの周知の再構成技術の一つを使用して画像を再構成する。

ＭＲＩは、送信および受信コイル（しばしば、ラジオ周波数（ＲＦ）コイルと呼ばれる）を使用して、発せられたＭＲ信号をそれぞれ励起および検出することによって実施される。送信／受信コイルは、送信と受信のための別々のコイル、送信および／もしくは受信用の複数のコイル、または送信および受信のための同じコイルを含む場合がある。送信／受信コイルはしばしば、Ｔｘ／ＲｘまたはＴｘ／Ｒｘコイルとも呼ばれ、一般に、ＭＲＩシステムの磁気構成要素の送信および受信のための様々な構成に関する。これら用語は、本明細書において相互に交換可能に使用される。

現在、臨床環境に配置されたＭＲＩシステムは高磁場システムであり、この理由は、歴史上、高磁場システムのみが、臨床上使用可能な画像を提供することが可能なＭＲＩの解決策であるためである。しかし、高磁場ＭＲＩシステムは大型で、費用がかかり、専用の設備が必要である。結果として、高磁場ＭＲＩシステムのサイズと費用により、高磁場ＭＲＩシステムの使用が制限され、ＭＲＩの利益を受ける可能性がある多くの臨床場所における高磁場ＭＲＩシステムの使用を不可能にしている。多くの臨床上の環境では、たとえば、外傷性の脳損傷の状況を含め、時間制約のある診断の撮像が、適切に治療優先措置を行い、治療を開始するのに必要とされている。しかし、多くの場面では、高磁場ＭＲＩスキャナへのアクセスが制限されている。したがって、高磁場ＭＲＩスキャナが適切ではないか、実用的ではないか、または利用できない場合など、他の撮像または監視システムが必要とされている。

本開示は、低磁場磁気共鳴（ｌｆＭＲＩ）または磁気共鳴撮像のシステムおよび方法を提供することにより、上述の欠点を克服する。本開示は、多くの臨床上の状況に関する要請に対処し、今日一般的であるような、高磁場スキャナなどのシステムの要求の多くを必要としない、システムおよび方法を提供する。具体的には、臨床上の用途のための所望の信号解像度を達成するｌｆＭＲＩシステムに使用されるコイルシステムが提供される。たとえば、コイルシステムは、特定の解剖学的構造に対する高い曲線因子を達成するように特に輪郭に沿って形成されてもよい。また、コイルシステムの特定の要素は、選択された巻き数を有するなどにより、高い帯域幅を達成するように設計されてもよい。さらに、このコイルシステムは、低磁場における動作を向上させる分離方法または機構を採用してもよい。さらに、コイルは、長手方向または横断方向のいずれかでのＭＲＩスキャナの磁場の向きに特に有用な形状を有してもよい。

本発明の一態様によれば、低磁場磁気共鳴撮像（ｌｆＭＲＩ）システムを使用してパラレル磁気共鳴撮像（ｐＭＲＩ）プロセスを実施するコイルシステムが開示されている。本システムは、ｐＭＲＩプロセスを使用してｌｆＭＲＩシステムにより撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板を含んでいる。本システムは、基板に結合された複数のコイルをも含み、この複数のコイルのうちの各コイルは、ｌｆＭＲＩシステムを使用してｐＭＲＩプロセスをもたらす複数のコイルを作動させるために選択された巻き数および関連する分離機構を有する。

本発明の別の態様によれば、ＭＲＩシステム内に配置された対象の少なくとも関心領域（ＲＯＩ）周りに低磁場の静磁場を生成するように構成された磁気システムと、低磁場の静磁場について少なくとも１つの磁気勾配磁場を達成するように構成された複数の勾配磁場コイルとを含む磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムが開示されている。本システムは、ローカルコイルを含むラジオ周波数（ＲＦ）システムを含む。ローカルコイルは、ＲＯＩを含む対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、基板に結合された複数のコイルとを含み、複数のコイルのうちの各コイルは、低磁場の静磁場を用いてパラレル撮像プロセスを実施するために複数のコイルを作動させるために選択された巻き数および関連する分離機構を有する。

本発明の上述または他の利点が、以下の詳細な説明から明らかになる。

ＭＲＩシステムのブロック図である。 ＭＲＩシステムのＲＦシステムのブロック図である。 パラレルＭＲＩ（ｐＭＲＩ）プロセスを実施するよう構成されたＭＲＩシステムのＲＦシステムのブロック図である。 本開示に係る低磁場ＭＲＩ（ｌｆＭＲＩ）システムの概略図である。 本開示に係る、図４のｌｆＭＲＩシステムでの使用のためのコイルシステムの断面図である。 本開示に係る、図４のｌｆＭＲＩシステムでの使用のためのコイルシステムの斜視図である。 いくつかの実施形態に係る、送信および受信のための受動分離回路の図である。 Ｂ０磁石のバイプレーナ配置の概略図である。 体の長手軸を示す人体の外形を示す図である。

臨床ＭＲＩスキャナは高磁場システムが圧倒的多数であり、設置されているＭＲＩスキャナの大多数は１．５または３テスラ（Ｔ）で動作している。磁場強度をさらに増大させて、画質の向上および／またはスキャン時間の短縮をすることがＭＲＩの動向である。加えて、スキャン時間をさらに短縮するために、高磁場ＭＲＩシステムはしばしば、複数の送信および／または受信コイルを利用するパラレル取得技術を採用している。具体的には、複数の受信コイルまたはチャネルが同時に作動して、並行して(in parallel)ＭＲ信号を検出し、並行して作動する個別の受信コイルの数に関する因子により、データの取得にかかる時間を短縮する。しかし、高磁場ＭＲＩは、高解像度の画像を比較的短いスキャン時間で提供することができる一方、高磁場ＭＲＩの設置の製造、配備、および維持の費用がしばしばひどく高く、高磁場ＭＲＩシステムの有用性が著しく制限され、多くの臨床状況における高磁場ＭＲＩシステムの使用を妨げることになる。

低磁場ＭＲＩ（たとえば、０．２Ｔ以下で作動するシステム）により、比較的低コストで有用性の高い、高磁場ＭＲＩに対する代替策が提供されている。しかしながら、低磁場ＭＲＩには、著しく低い信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を含む、低磁場強度が採用されていることによる複数の問題がある。より詳細には、ＭＲ信号のＳＮＲは、高磁場ＭＲＩを駆動させる重要な要素であり、より高い磁場強度への動向である、主磁場Ｂ０の強度に関連する。低磁場ＭＲＩにより、比較的弱いＭＲ信号、実質的に低いＳＮＲが提供され、通常は、許容可能なＳＮＲを達成するために、関心領域の各「位置」における複数の測定（たとえば、ｋ空間の各位置の複数の測定）に対する有意の平均をとることを必要とする。高磁場ＭＲＩにおけるＳＮＲは、高い磁場強度を伴うことに圧倒的に起因して、単一の測定のみが各位置において必要とされるようになっている。平均化によりＳＮＲを向上させる一方、各位置における複数の測定を達成することが必要であることから、スキャン時間が増大する。そのように、ＳＮＲとスキャン時間の間にはトレードオフの関係がある。

本発明者は、パラレルＭＲ技術は、低磁場状況でスキャン時間を増大させる必要なく、増大した測定数の平均化を実施するのに使用することができることを理解している。いくつかの実施形態によれば、複数の受信コイルが設けられ、複数の受信コイルを介して達成されるパラレル測定が、低磁場ＭＲＩを実施するために平均化されることになる測定数を増大させるのに使用される。高磁場ＭＲＩのように、スキャン時間を短縮するために並列受信コイル(parallel receive coils)を介して同時に取得される増大したデータ量を利用するよりはむしろ、増大したデータ取得能力を使用して、ＳＮＲを増大させるために共に平均化される測定数を増大させる。すなわち、パラレルＭＲの結果の節約された時間が増大した測定数の平均化に使用されて、ＳＮＲを増大させる。いくつかの実施形態によれば、パラレルＭＲを使用して達成される加速が、一つには平均化される測定数を増大させ、一つにはスキャン時間を短縮するのに使用される。

本発明者はさらに、低磁場ＭＲＩに採用される低磁場強度により、高磁場の状況では適切ではなく、かつ／または実行できない並列受信コイルの設計が促進されることを理解している。たとえば、励起パルスシーケンスを送信し、発せられたＭＲ信号を検出するために、送信／受信コイルは、Ｂ０の磁場強度に応じた周波数で共鳴しなければならない。したがって、高磁場状況における送信／受信コイルは、低磁場状況における送信／受信コイルの周波数よりも著しく高い周波数で共鳴しなければならない。伝導路の長さと、共鳴回路における共鳴周波数／複数の共鳴周波数（すなわち、コイルが磁場を発生および検出できる周波数）の波長との間の逆数の関係のために、高磁場の送信／受信コイルの伝導路は、非常に短い必要がある。このため、高磁場ＭＲＩの受信コイルは単一巻数であり、伝導ループの経路が短い。

本発明者は、低磁場ＭＲＩに伴う低周波数により、並列受信コイルの伝導路がかなり長くなることが許容され、高磁場ＭＲＩの伴う高周波数によって課される伝導路の長さの制約に起因して高磁場ＭＲＩに適切ではない（または使用できない）コイルの設計が可能になることを理解している。いくつかの実施形態によれば、複数の複数巻受信コイルが、低磁場ＭＲＩにおける使用のためのマルチチャネルの受信コイルアレイを提供するために設けられている。複数のコイルは、関心領域の周りの３次元形状に設けられ得る。この複数のコイルは、隣接する受信コイルの分離を促進するために、重なり合う関係で配置してもよく、また、関心領域から発せられるＭＲ信号を検出するために表面上に配置してもよい。この関係のいくつかの例を、以下にさらに詳細に記載する。

さらに、臨床の高磁場ＭＲＩシステムは通常、撮像される患者が挿入される円筒状の穴の周りに巻かれたソレノイドコイルを介してＢ₀磁場を生成している。そのように、Ｂ₀磁場は、穴および穴に挿入された体の長手軸に沿って向けられる。ＭＲＩを実施するために、送信／受信コイルは、Ｂ₀磁場に垂直なＢ₁磁場を生成しなければならず、この横断方向において発せられたＭＲ信号を検出しなければならない。これにより、高磁場ＭＲＩ用に設計される送信／受信コイルの形状にさらなる制約が課される。

低磁場ＭＲＩにより、Ｂ₀磁場が、たとえばＢ₀磁場が体の長手軸に対して垂直に向けられるように、撮像される患者が間に配置されるバイプレーナコイルを使用して生成される「オープン」システムの設計が促進される。したがって、送信／受信コイルは、このＢ₀磁場を横断する磁場を生成および／または検出するように配置され、慣習的な高磁場ＭＲＩシステムには効果的ではない形状を許容する。結果として、バイプレーナＢ₀磁石（または、体の軸を横切るＢ₀磁場を生成する他の構成）により、体の軸の方向の磁場を検出する平行な受信コイルの設計が可能になる。このコイルのいくつかの例を、以下にさらに詳細に記載する。そのように構成された受信コイルは、高磁場ＭＲＩで一般に使用されるコイルなどの、体の軸に対して整列された磁場を生成するＢ₀コイルとともには使用不可能である。

本発明者はさらに、低磁場状況が並列受信コイルを提供するための様々な材料の使用をも促進することを理解している。たとえば、高磁場ＭＲＩ用の受信コイルにおける伝導路は、通常は銅板から制作される。低磁場状況では、伝導路は、たとえば単一撚り線、マルチ撚り線（たとえばリッツ線）などのワイヤを使用して形成され得る。「ワイヤ」との用語は本明細書において、銅板のフライス削りまたは切り出しによって形成される導体とは対照的に、断面が対称軸を有する（たとえば、概して円形の断面、矩形の断面など）ように、押出し成形の断面特性を有する導体を記載するのに使用される。ワイヤは、適切なゲージの単一撚り線、またはリッツ線などのマルチ撚り線であってもよい。いくつかの実施形態によれば、並列受信コイルアレイの各受信コイルは、複数の巻き数（たとえば、５、１０、２０、３０、またはそれ以上の巻き数）を形成するために巻かれたワイヤを使用して形成され、関心領域の周囲に配置される。

さらに、パラレルＭＲでは、別々の送信コイルと受信コイルが誘導的に結合し、取得することができる画像の質に悪影響を及ぼす。高磁場ＭＲＩにおいて使用される一般的な分離スキームには、送信時に受信コイルを効率的に離調するため、および受信時に送信コイルを効率的に離調するために、ＰＩＮダイオードの使用を伴う。しかし、低磁場ＭＲＩの周波数特性で正確に動作する適切なＰＩＮダイオードが利用不可能であることに起因して、この解決策は概して、低磁場状況においては利用不可能である。低磁場状況において送信コイルと受信コイルとを分離するために、本発明者は、ＰＩＮダイオードに頼らない受動分離スキームを開発した。いくつかの実施形態によれば、交差ダイオード構成(crossed-diode configuration)が、送信コイルと受信コイルとを分離するのに利用される。この構成の例を、以下にさらに詳細に記載する。そのような解決策には、あらゆる能動的な要素(active element)を必要としないという利点がある。

本発明者はさらに、低磁場ＭＲＩにおけるノイズの主要な発生源が、パラレルアレイの受信コイルの各々によって生じるノイズ（すなわち、いわゆるジョンソンノイズ）であることに起因して、ノイズの状況により、ノイズを低減し、ＳＮＲを増大させるための特定の技術が利用可能になることを理解している。このことは、ノイズの主要な発生源が、スキャナに挿入された体によって（たとえば、体の負荷影響を介して）与えられる高磁場ＭＲＩとは対照的である。そのように、ＳＮＲは、高磁場のノイズの環境においてノイズにほとんど影響がないか、まったく影響がない技術を使用して低磁場状況において増大させることができる。

いくつかの実施形態によれば、ＳＮＲは、受信コイルの抵抗損失を低減することによって向上される。たとえば、受信コイルは、リッツ線などのマルチ撚り線を使用して構成することができる。本発明者は、リッツ線を使用することにより、抵抗損失を著しく低減でき、それにより、送信／受信コイルのノイズを低減し、ＳＮＲを増大させることを理解している。いくつかの実施形態によれば、受信コイルは熱雑音の量を低減し、ＳＮＲを増大させるために冷却される。低磁場状況におけるノイズを低減するための技術は、単独で、または、態様がこの点で制限されていないように、任意の組合せで使用することができる。

以下に、たとえば、低磁場ＭＲＩでの使用のためのパラレルＭＲのための方法および装置に関する様々なコンセプト、ならびに方法および装置の実施形態のより詳細な説明を記載する。本明細書に記載の実施形態は、任意の多くの方法で実施され得ることを理解されたい。特定の実施の例は、説明目的のためにのみ、以下に提供される。提供される実施形態および特徴／能力は、個別に、全体で、または、この点において、本明細書に記載の技術の態様が制限されていないように、２つ以上の任意の組合せで使用され得ることを理解されたい。

ここで、特に図１を参照すると、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム１００の例が示されている。ＭＲＩシステム１００は、通常はディスプレイ１０４、キーボードおよびマウスなどの１つまたは複数の入力デバイス１０６、ならびにプロセッサ１０８を含むオペレータワークステーション１０２を含んでいる。プロセッサ１０８は、市販のオペレーティングシステムを作動させる市販のプログラム可能な機械を含んでもよい。オペレータワークステーション１０２は、ＭＲＩシステム１００に入力されるスキャン指示を可能にするオペレータインターフェースをオペレータに提供する。通常、オペレータワークステーション１０２は、パルス・シーケンス・サーバ１１０、データ取得サーバ１１２、データ処理サーバ１１４、およびデータ格納サーバ１１６の４つのサーバに結合されてもよい。オペレータワークステーション１０２と、各サーバ１１０、１１２、１１４および１１６とは、相互に通信するために接続されている。たとえば、サーバ１１０、１１２、１１４および１１６は、有線、無線、またはその両方の組合せのいずれかの任意の適切なネットワーク接続を含み得る通信システム１１７を介して接続されてもよい。例として、通信システム１１７は、固有ネットワークまたは専用ネットワークと、インターネットなどのオープンネットワークとの両方を含んでもよい。

パルス・シーケンス・サーバ１１０は、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応じて機能して、勾配システム１１８およびラジオ周波数（「ＲＦ」）システム１２０を作動させる。指示されたスキャンを実施するのに必要な勾配波形は、アセンブリ１２２内の勾配磁場コイルを励起して磁気共鳴信号をエンコードする位置に使用される磁場勾配Ｇ_x、Ｇ_y、Ｇ_zを生成する勾配システム１１８に提供されるとともに適用される。勾配磁場コイルアセンブリ１２２は、偏向磁石１２６および全身ＲＦコイル１２８、ならびに／またはヘッドコイル１２９などのローカルコイルを含む磁気アセンブリ１２４の一部を形成する。

ＲＦ波形は、指示された磁気共鳴パルスシーケンスを実施するために、ＲＦシステム１２０により、ＲＦコイル１２８、またはヘッドコイル１２９などの別のローカルコイルに適用される。ＲＦコイル１２８、またはヘッドコイル１２９などの別のローカルコイルによって検出された応答磁気共鳴信号は、ＲＦシステム１２０によって受信され、そこで信号がパルス・シーケンス・サーバ１１０によって与えられるコマンドの指示の下で増幅され、復調され、フィルタリングされ、かつデジタル化される。ＲＦシステム１２０は、ＭＲＩパルスシーケンスにおいて使用される多種多様なＲＦパルスを生成するためのＲＦトランスミッタを含んでいる。ＲＦトランスミッタは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのスキャン指令および指示に応じて、所望の周波数、位相、およびパルス振幅波形のＲＦパルスを提供する。生成されたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル１２８、または、ヘッドコイル１２９などの、１つもしくは複数のローカルコイルもしくはコイルアレイに適用されてもよい。

ＲＦシステム１２０は、１つまたは複数のＲＦレシーバチャネルをも含んでいる。各ＲＦレシーバチャネルは、このＲＦレシーバチャネルが接続されているコイル１２８／１２９によって受信される磁気共鳴信号を増幅するＲＦ前置増幅器と、受信される磁気共鳴信号のＩおよびＱの直交成分を検出し、デジタル化する検出器とを含んでいる。したがって、受信された磁気共鳴信号の大きさは、ＩとＱとの構成要素の２乗の合計の平方根により、任意のサンプリングされたポイントで決定することができる。

そして、受信された磁気共鳴信号の位相はまた、以下の関係に従って決定することができる。

パルス・シーケンス・サーバ１１０はまた、オプションで、生理学的取得コントローラ１３０から患者のデータを受信する。例として、生理学的取得コントローラ１３０は、電極からの心電計（「ＥＣＧ」）信号、または呼吸ベローズもしくは他の呼吸監視デバイスからの呼吸信号などの、患者に接続された複数の様々なセンサから信号を受信してもよい。そのような信号は通常、パルス・シーケンス・サーバ１１０によって使用されて、スキャンのパフォーマンスを対象の心拍または呼吸と同調させる、または「ゲート」させる。

パルス・シーケンス・サーバ１１０は、患者および磁気システムの条件に関連する様々なセンサからの信号を受信するスキャン・ルーム・インターフェース回路１３２にも接続されている。患者位置決めシステム１３４が、スキャンの間に患者を所望の位置に移動させるコマンドを受信するのも、スキャン・ルーム・インターフェース回路１３２を通してである。

ＲＦシステム１２０によって提供された、デジタル化された磁気共鳴信号のサンプルは、データ取得サーバ１１２によって受信される。データ取得サーバ１１２は、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応じて作動して、リアルタイムの磁気共鳴データを受信し、データのオーバーランによってデータが失われないように、バッファストレージを提供する。いくつかのスキャンでは、データ取得サーバ１１２は、取得された磁気共鳴データをデータ・プロセッサ・サーバ１１４に渡す以上のことはほとんどしない。しかし、取得された磁気共鳴データから得られた情報を、スキャンのさらなるパフォーマンスを制御するために必要とするスキャンでは、データ取得サーバ１１２は、そのような情報を提供し、その情報をパルス・シーケンス・サーバ１１０に搬送するようにプログラムされている。たとえば、プリスキャンの間、磁気共鳴データが取得され、パルス・シーケンス・サーバ１１０によって実施されるパルスシーケンスをキャリブレートするのに使用される。別の例としては、ナビゲータ信号が取得され、ＲＦシステム１２０または勾配システム１１８の作動パラメータを調整するか、ｋ空間がサンプリングされるビューの順番を制御するのに使用されてもよい。さらに別の例では、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）のスキャンにおいて造影剤の到達を検出するのに使用される磁気共鳴信号を処理するために採用されてもよい。例として、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴データを取得し、このデータを、スキャンを制御するのに使用される情報を提供するために、リアルタイムで処理する。

データ処理サーバ１１４は、磁気共鳴データをデータ取得サーバ１１２から受信し、このデータを、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応じて処理する。そのような処理は、たとえば、加工前のｋ空間データのフーリエ変換を実施することによる２次元または３次元画像の再構成、反復または逆投影法の再構成アルゴリズムなどの他の画像再構成アルゴリズムの実施、加工前のｋ空間データまたは再構成画像へのフィルタの適用、機能磁気共鳴画像の生成、モーションまたはフロー画像の計算などのうちの１つまたは複数を含んでもよい。

データ処理サーバ１１４によって再構成された画像は、オペレータワークステーション１０２に戻され、ここに格納される。リアルタイム画像は、データベースのメモリキャッシュ（図１には図示せず）に格納され、そこから、オペレータのディスプレイ１１２、または、主治医によって使用される磁気アセンブリ１２４の近くに位置するディスプレイ１３６に出力されてもよい。バッチモード画像または選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ１３８上のホストデータベース内に格納される。そのような画像が再構成され、ストレージに搬送されると、データ処理サーバ１１４がオペレータワークステーション１０２上のデータ格納サーバ１１６に通知する。オペレータワークステーション１０２は、オペレータによって使用されて、画像をアーカイブし、フィルムを提供し、またはネットワークを介して他の施設に画像を送ってもよい。

ＭＲＩシステム１００は、１つまたは複数のネットワーク化されたワークステーション１４２を含んでもよい。例として、ネットワーク化されたワークステーション１４２は、ディスプレイ１４４、キーボードおよびマウスなどの１つまたは複数の入力デバイス１４６、およびプロセッサ１４８を含んでもよい。ネットワーク化されたワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ施設内に位置するか、異なる健康管理機関またはクリニックなどの異なる施設内に位置してもよい。

ネットワーク化されたワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ施設内にあるか異なる施設内にあるかにかかわらず、通信システム１１７を介してデータ処理サーバ１１４またはデータ・ストア・サーバ１１６へのリモートアクセスを得てもよい。したがって、複数のネットワーク化されたワークステーション１４２は、データ処理サーバ１１４およびデータ・ストア・サーバ１１６へのアクセスを有してもよい。このように、磁気共鳴データ、再構成された画像、または他のデータは、データまたは画像がネットワーク化されたワークステーション１４２によって離れた場所から処理できるように、データ処理サーバ１１４またはデータ・ストア・サーバ１１６と、ネットワーク化されたワークステーション１４２との間で交換されてもよい。このデータは、伝送制御プロトコル（ＴＣＰ）、インターネットプロトコル（ＩＰ）、または他の既知または適切なプロトコルなどに従って、任意の適切なフォーマットで交換されてもよい。

図２および３を参照すると、図１のＲＦシステム１２０がさらに記載されている。具体的には、図２を参照すると、ＲＦシステム１２０の概要が記載されており、図３を参照すると、パラレル撮像用途のために適合されたＲＦシステム１２０の例が記載されている。

図２を参照すると、ＲＦシステム１２０は、所定のＲＦ励起場を生成する送信チャネル２０２を含んでいる。このＲＦ励起場のベース、またはキャリア周波数は、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのデジタル信号のセットを受信する周波数合成器２１０の制御下で生成される。これらのデジタル信号は、出力２１２において提供されたＲＦキャリア信号の周波数および位相を示している。ＲＦキャリアは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からも受信される信号Ｒ（ｔ）に応じて振幅が調節されるモジュレータおよびアップコンバータ２１４に適用される。信号Ｒ（ｔ）により、生成されるＲＦ励起パルスの包絡線が規定され、格納された一連のデジタル値を継続的に読み出すことによって提供される。これら格納されたデジタル値は、任意の所望のＲＦパルスの包絡線の生成を可能にするように変更されてもよい。

出力２１６において生成されるＲＦ励起パルスの大きさは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのデジタルコマンドを受信する励起子減衰回路２１８によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは次いで、ＲＦ送信コイル２０４を駆動する電力増幅器２２０に適用される。

対象から発せされたＭＲ信号は、ＲＦ受信コイル２０８によって取得され、前置増幅器２２２を通してレシーバ減衰器２２４の入力に適用される。レシーバ減衰器２２４はさらに、パルス・シーケンス・サーバ１１０から受信したデジタル減衰信号によって決定される量だけ信号を増幅する。受信された信号は、ラーモア周波数であるか、ラーモア周波数付近の周波数であり、この高周波数信号は、ダウンコンバータ２２６による２ステップのプロセスでダウンコンバートされる。ダウンコンバータ２２６はまず、ライン２１２上のＭＲ信号をキャリア信号と混合し、次いで、結果として得られる差分信号を、リファレンス周波数生成器２３０によって生成されたライン２２８上のリファレンス信号と混合する。ダウンコンバートされたＭＲ信号は、アナログ信号をサンプリングするとともにデジタル化するアナログ−デジタル（「Ａ／Ｄ」）コンバータ２３２の入力に適用される。サンプリングされデジタル化された信号は次いで、デジタル検出器および、受信した信号に対応する１６ビットの同位相（Ｉ）値および１６ビットの直角位相（Ｑ）値を生成する信号プロセッサ２３４に適用される。受信信号のデジタル化されたＩおよびＱの値の結果として得られる流れは、データ取得サーバ１１２に出力される。リファレンス周波数生成器２３０は、ライン２２８上のリファレンス信号を生成するのに加え、Ａ／Ｄコンバータ２３２に適用されるライン２３６上のサンプリング信号をも生成する。

図３を参照すると、ＲＦシステム１２０は、全身ＲＦコイル１２８に接続されてもよく、あるいは、図３に示すように、ＲＦシステム１２０の送信セクションが、ＲＦコイルアレイ３０４の１つまたは複数の送信チャネル３０２に接続されるとともに、ＲＦシステム１２０のレシーバセクションが、たとえば図１に示すようなヘッドコイル１２９などでもよいＲＦコイルアレイ３０４の１つまたは複数のレシーバチャネル１０６に接続されてもよい。送信チャネル３０２およびレシーバチャネル３０６は、１つまたは複数の送信／受信（「Ｔ／Ｒ」）スイッチ３０８によってＲＦコイルアレイ３０４に接続されている。さらに詳細に記載するように、分離機構３０９が設けられてもよい。受信コイルが送信コイルとは分離したコイルのコレクションである、ＲＦシステム１２８の代替的な構成では、Ｔ／Ｒスイッチ３０８は不要であり、使用されない。代わりに、そのような構成では、受信アレイは、トランスミッタに結合しないよう、送信中に「離調(detuned)」される。同様に、受信中は、トランスミッタが離調される。この方式で、送信経路と受信経路は混合されない。

特に図３を参照し、かつ図１も参照すると、所定のＲＦ励起場を生成するために、ＲＦシステム１２０が１つまたは複数の送信チャネル３０２を作動させる。このＲＦ励起場のベース、またはキャリア周波数は、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのデジタル信号のセットを受信する周波数合成器３１０の制御下で生成される。これらのデジタル信号は、出力３１２において提供されたＲＦキャリア信号の周波数および位相を示している。ＲＦキャリアは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からも受信される信号Ｒ（ｔ）に応じてＲＦキャリアの振幅が変調されるモジュレータおよびアップコンバータ３１４に適用される。信号Ｒ（ｔ）は、生成されるＲＦ励起パルスの包絡線を規定し、格納された一連のデジタル値を継続的に読み出すことによって生成される。これら格納されたデジタル値は、任意の所望のＲＦパルスの包絡線が提供されることを可能にするように変更されてもよい。

出力３１６において生成されるＲＦ励起パルスの大きさは、パルス・シーケンス・サーバ１１０からのデジタルコマンドを受信する励起減衰回路(exciter attenuator circuit)３１８によって減衰されてもよい。減衰されたＲＦ励起パルスは次いで、ＲＦコイルアレイ３０４を駆動する電力増幅器３２０に適用される。

対象によって生成されるＭＲ信号は、ＲＦコイルアレイ３０２によってピックアップされ、レシーバチャネル３０６のセットの入力に適用される。各レシーバチャネル３０６の前置増幅器３２２は信号を増幅し、この信号は次いで、パルス・シーケンス・サーバ１１０から受信したデジタル減衰信号によって決定される量だけ、レシーバ減衰器３２４によって減衰される。受信された信号は、ラーモア周波数であるか、ラーモア周波数付近の周波数であり、この高周波数信号は、ダウンコンバータ３２６によって２ステップのプロセスでダウンコンバートされる。ダウンコンバータ３２６はまず、ＭＲ信号をライン３１２上のキャリア信号と混合し、次いで、結果として得られる差分信号を、リファレンス周波数生成器３３０によって生成されるライン３２８上のリファレンス信号と混合する。ダウンコンバートされたＭＲ信号は、アナログ信号をサンプリングするとともにデジタル化するアナログ−デジタル（「Ａ／Ｄ」）コンバータ３３２の入力に適用される。高周波数信号のダウンコンバートの代替形態として、受信されたアナログ信号は、適切な速さのアナログ−デジタル（「Ａ／Ｄ」）コンバータおよび／または適切なアンダーサンプリングで直接検出することもできる。サンプリングされ、デジタル化された信号は次いで、デジタル検出器ならびに、受信信号に対応する１６ビットの同位相（Ｉ）値および１６ビットの直角位相（Ｑ）値を生成する信号プロセッサ３３４に適用される。受信信号のデジタル化されたＩおよびＱの値の結果として得られるストリームは、データ取得サーバ１１２に出力される。ライン３２８上でリファレンス信号を生成するのに加え、リファレンス周波数生成器３３０は、ライン３３６上で、Ａ／Ｄコンバータ３３２に適用されるサンプリング信号をも生成する。

ベーシックなＭＲシステムおよび上述の原理は、同様の構成要素を共有するものの大きく異なるパラメータで動作する他のＭＲシステムの設計を知らせるのに使用されてもよい。一例では、低磁場磁気共鳴撮像（ｌｆＭＲＩ）システムは、上述のハードウェアのほとんどを利用するが、ハードウェア要件が大幅に低減され、ハードウェアのフットプリントがより小さくなる。たとえば、図４を参照すると、１．５Ｔ以上の静磁場の代わりに、かなり小さい磁場、たとえば、０．２Ｔ以下のＢ₀磁場を利用するシステムが記載されている。いくつかの実施形態によれば、たとえば直径が１５．６ｃｍ以下の対象の撮像が可能である、６．５ｍＴの電磁ベースのスキャナ４００が設けられている。しかし、本明細書に記載の並列受信コイルの技術が、あらゆる特定の磁場強度における使用に限定されないことから、低磁場状況における任意の磁場強度が使用可能であることを理解されたい。システム４００は、感度エンコーディング（ＳＥＮＳＥ）撮像手順などのパラレル撮像プロセスを実施するために、マルチチャネルアレイ４０２を使用してもよい。

システム４００は比較的可搬性が高く、速やかに配置可能な人体撮像システムである。低磁場における人体撮像に関する現行の研究は制限されており、通常は、超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）センサを使用する。従来の磁場強度では、体のノイズが支配的であり、結果としてパラレルアレイにおける各受信コイル上で強い相関関係のあるノイズを生じる。低磁場では、相関関係のないジョンソンノイズが支配的である。本開示は、この現象がパラレル撮像に利益をもたらし、たとえばＳＥＮＳＥを用いた加速した撮像を提供することを認識している。しかしながら、そのようなパラレル撮像技術を実施するためには、マルチチャネルコイルが必要である。したがって、本開示は、ｌｆＭＲＩなどに特に有利であるマルチチャネルコイルアレイ４０２を提供する。

図４に示すように、マルチチャネルアレイ４０２は、生体内(in vivo)、たとえば人間の頭部内のパラレル撮像を実施するように設計されてもよい。非限定的な例として、本開示では、最適化された８チャネルアレイを記載するが、マルチチャネル受信アレイを提供するために任意の数のチャネルを使用してもよい。具体的には、図５Ａおよび５Ｂを参照すると、マルチチャネルアレイ４０２は、しっかりとフィットした基板またはハウジング５００を含んでもよい。この例では、基板またはハウジング５００は、関連する解剖学的構造の輪郭にしっかりと沿ったヘルメットとして形成されてもよい。コイルのアレイ５０２は、ハウジングまたは基板５００の上またはその中に配置されてもよい。図示の例では、８つのコイル５０４、５０６、５０８、５１０、５１２、５１４、５１６、５１８が示されている。たとえば、骨格に基づき、または、とりわけ以下にさらに詳細に論じるようにＳＮＲを増大させるために使用され得る所望の曲線因子(fill factor)または加速を得るために、他の数のコイルを選択してもよい。

非限定的な例として、コイル５０４〜５１８は、巻き数が３０の受信専用コイル（２４ＡＷＧ、４×１２ｃｍおよび４×１４ｃｍのループ）であってもよい。しかしながら、パラレルアレイの受信コイルは、システムの設計上の制約を満足するような、任意のサイズ及び任意の巻き数を含むことができる。図示の例示的コイルは、高磁場環境の高周波数によって課される限界をかなり超える伝導路長さを有することを理解されたい。たとえば、巻き数が３０の１４ｃｍのループは約３２０ｃｍの伝導路を有し、これは臨床上の高磁場システムの限界よりも一桁以上大きい。したがって、受信コイルの伝導長さの制限をゆとりのあるものとすることで、受信コイルのサイズおよび形状と、採用される巻き数との両方においてより高い柔軟性が許容される。各受信コイルは、たとえば、それぞれの所望の巻き数（各コイルについて異なっていても同じであってもよい）を使用してワイヤを巻いて、所望の形状およびサイズおよび所望の作動特性を有する受信コイルを提供するように形成されてもよい。複数の受信コイルは、関心領域を十分にカバーするようコイルを３次元形状に配置できるように、様々なサイズ、形状、巻き数の特性を有するように設計することができる。

さらに、非限定的な例として、コイル５０４〜５１８は、基板またはハウジング５００の周囲でタイル状に形成(tiled)されてもよい。図示の非限定的な例では、コイルは矢状面について対称に傾斜(tilted)されている。コイル５０４〜５１８の形状およびサイズは、基板またはハウジング５００にわたってコイルをタイル状に形成することで、選択されてもよい。図示のヘルメットの例では、コイル５０４〜５１８は、基板またはハウジング５００にわたってコイルをタイル状に形成するような形状およびサイズとすることができ、一方、耳に沿う平坦な側部５２０は避けているが、この理由は、側部５２０がＢ₀磁場に対して垂直になり、したがって最小信号しか集めないためである。同様に、他の解剖学的構造に拡大する場合、コイル５０４〜５１８の配置および選択はこれらの原理に従うことができる。

非限定的な一例において、ヘルメット形状のコイルシステムを形成した。基板またはハウジングは、３Ｄプリント（Ｆｏｒｔｕｓ ３６０ｍｃ、Ｓｔｒａｔａｓｙｓ、Ｅｄｅｎ Ｐｒａｉｒｉｅ、ＭＮ、ＵＳＡ）を使用して形成され、それにより、基板が下層の解剖学的構造にぴったりと沿った。この非限定的な例では、コイルは４×１４ｃｍおよび４×１２ｃｍであり、すべて２４ＡＷＧおよび巻き数３０で形成された。

再び図３を参照すると、高性能で低インピーダンスのプリアンプ３２２は、ｌｆＭＲＩに関連する周波数領域（たとえば、０．２Ｔ以下のＢ₀磁場）については容易に利用することができない。これに伴い、送信および受信コイル３０４は分離機構３０９を含んでもよく、該分離機構３０９は、送信チャネル３０２に対し直列３４２の交差ダイオード３４０および受信チャネル３０６に対し並列３４４の交差ダイオード３４０を使用して、受動的に分離する。図示のように、交差ダイオード３４０は、並列または直列の、反対方向を向いた２つのダイオードによって形成される。受動分離ダイオード３４０は、コイルアレイ３０４の各構成要素と関連付けられてもよい。ＰＩＮダイオードの周囲に基づく能動的離解解決策は望ましくなく、この理由は、市販のＰＩＮダイオードのキャリア寿命は２７６ｋＨｚにおける動作を不可能とするからである。

図６は、送信コイルと、複数の並列受信コイルの各々とについての受動分離スキームの一実施形態の回路図をそれぞれ示している。送信コイルについては、交差ダイオード６１０ａが、並列同調（ＣＴ＿ＴＸ）および直列マッチ（ＣＭ−ＴＸ）回路とともに、送信コイル６５０に直列に接続されている。各受信コイルについては、交差ダイオード６１０ｂが、並列同調（ＣＴ＿ＲＸ）および直列マッチ（ＣＭ−ＲＸ）回路とともに、それぞれの受信コイル６７５と並列に接続されている。交差ダイオード６１０ａは、パルスシーケンスの送信中に満たされる条件であるパルス電圧がバイアス電圧よりも大である場合に、送信コイルに送信パルスが到達することを許容する。しかしながら、受信中、歳差運動する磁化から送信コイル６５０において生じる電圧は、交差ダイオードをバイアスさせることを進行させるにはあまりに小さく、その結果、受信中に送信コイルが分離されることになる。送信中に満たされる条件である、受信回路上の交差ダイオード６１０ｂが短絡してバイアス電圧よりも大きい任意の印加された電圧がアースされると、これにより送信中にそれぞれの受信コイル６７５が分離される。そのように、送信パルスが生成された場合に、（たとえば、バイアスされた交差ダイオード６１０ａを介して）送信コイルが共鳴し、この送信パルスは、交差ダイオード６１０ｂのバイアス電圧よりも大である印加電圧を生じ、したがって受信コイルを分離する。上述の分離回路は能動的な構成要素を有さず、したがって受動的な分離技術を提供する。

非限定的一例では、すべてのコイルを２７６．０ｋＨｚにチューニングし、少なくとも−２７ｄＢにマッチさせ、それらのもっとも近い隣接コイルから少なくとも−３０ｄＢだけ幾何学的に分離させた。次に近い隣接コイルからの分離は少なくとも−６ｄＢとした。３０ｃｍの直径のソレノイドを送信動作に使用した。コイルがチューニングされる周波数は、Ｂ₀磁場に関して選択された磁場強度に依存することを理解されたい。

上でも議論したように、低磁場ＭＲＩシステムは、Ｂ₀磁石についてのバイプレーナ構成を使用して構成することができる。たとえば、図７は、低磁場ＭＲＩのためのＢ₀磁場を生成するのに使用することができるバイプレーナコイルの構成を説明するために、概略的に磁石７００を記載している。図示のように、Ｂ₀磁石はコイル７１０ａおよび７１０ｂを含み、作動時には、矢印７０５で示された方向に向けられたＢ₀磁場を生成する。コイル７１０ａと７１０ｂとの間に対象が配置される場合、Ｂ₀は対象の体の長手軸に対して垂直になる。図８は、対象がＢ₀コイル間に直立位置と仰向けの位置の両方で配置される場合に磁石７００のＢ₀の磁場に垂直な人体の長手軸７００を示している。

したがって、図７に示すように向けられた（体の長手軸に垂直な）Ｂ₀磁場を有する低磁場ＭＲＩシステムにより、本明細書に記載の受信コイル構造の使用が可能となる。対照的に、高磁場ＭＲＩシステムでは圧倒的多数が、ソレノイドＢ₀磁石を使用して生成され、それにより、Ｂ₀磁場が対象の体、および対象が挿入される穴の長手軸に沿って向けられ、これにより、垂直方向にＢ₁励起場を必要とすることになる。図５Ｂに示す受信コイルは、ヘッドコイルの着用者の長手軸と実質的に整列された磁場を検出するように配置され、したがって、これらコイルは、ソレノイドベースのＢ₀磁石に関する受信には役に立たない。

本発明者はさらに、本明細書に例が記載されている並列受信コイルが、低磁場状況でのＭＲ信号の取得においてＳＮＲを増大させるために使用され得ることを理解している。上述のように、低磁場ＭＲＩのＳＮＲが小さいことは、低磁場ＭＲＩの実施において重要な課題である。低ＳＮＲに対処するための技術は、（たとえば、同じ作動パラメータでパルスシーケンスを繰り返すことにより）所与の「位置」において複数回ＭＲデータの取得を繰り返し、その結果として得られたＭＲ信号を平均化するというものである。本明細書において「平均」との用語は、絶対平均（たとえば、平均値(mean)）、加重平均、または、複数回の取得からＭＲデータを合わせることによってＳＮＲを増大させるために使用され得る任意の他の技術を含む、信号を合わせるための任意のタイプのスキームを記載するために使用される。しかし、平均化によりＳＮＲを向上させる一方、取得を繰り返すことにより、全体の取得時間が増大する。いくつかの実施形態によれば、複数の受信コイルによりパラレルで（並行して(in parallel)）取得されたＭＲデータは、ＳＮＲを増大させるために所与の位置について共に平均化される測定の回数を増大させるために使用される。結果として、マルチチャネル受信コイルは、全体の取得時間を増大させる必要なく、ＳＮＲを増大させるために利用される。

例として、全体の取得時間Ｔについて、各位置で値を得るためにＮ個の測定が平均化される（たとえば、２５、５０、１００個などの測定）、シングルチャネル受信コイルを使用する低磁場ＭＲＩの取得を考える。本明細書に記載の技術に係るマルチチャネル受信コイルを使用して、たとえば因数Ｋの加速が得られる。スキャン時間をＴ／Ｋに減少させる代わりに、同じ全取得時間Ｔについて各位置に対しＫＮ個の測定を取得および平均化することにより、ＳＮＲを増大させることができる。この意味で、加速は、平均化されるより多くの測定を同等の因子へと「換える（traded-in）」ことができ、したがって、ＳＮＲを増大させる。

平均化されることになる測定の数を増大させるために、加速のすべてを交換する必要がないことを理解されたい。たとえば、取得されるＫの加速の因子のいくつかを、スキャン時間を短縮させるために使用してもよく、いくつかを、ＳＮＲを増大させるために使用してもよい。そのように、この点で本明細書に記載の技術は、ＳＮＲを増大させるため、かつ／またはスキャン時間を短縮させるために使用してもよく、パラレルＭＲを使用して達成される加速は、特定の撮像用途にフィットして見られるように割り当てられてもよい。

上述のシステムを使用して撮像の研究を行った。具体的には、軸方向画像およびサジタル画像は、６．５ｍＴ（２７６ｋＨｚ）におけるｋ空間の、５０パーセントの非干渉性アンダーサンプリングを伴う、３Ｄ ｂ−ＳＳＦＰシーケンスを使用して取得した。撮像パラメータは、ＴＲ／ＴＥ＝３３．２／２１．６ｍｓ、取得マトリックス＝（６４×６４×９）、３Ｄ画像サイズ＝（３×３×６）ｍｍ^３、平均の数（ＮＡ）＝２００、フリップ角＝７０°とした。読出持続時間は９０９１Ｈｚの帯域幅で７．０４ｍｓとした。全体の取得時間は３０分とした。結果として得られた画像により、頭蓋骨、大脳皮質構造（ｇｙｒｉ／ｓｕｌｃｉ）、および脳梁を含む、頭部の解剖学上の認識可能な特徴が明らかになった。

したがって、ｌｆＭＲＩを使用した３Ｄ撮像を可能にするために、迅速な取得技術およびアンダーサンプリング方法と組み合わせた、上述の８チャネルのヘルメットアレイを含む、しかしこれに限定されない、最適化されたマルチチャネル、ローカルコイルを使用するシステムおよび方法が示された。（３．３×４×１７）ｍｍ^３の全体の３Ｄ画像サイズにより、８０ｍＴのプリ偏向磁場の超低磁場ＭＲＩシステムのＳＱＵＩＤ検出器を使用した、極めて最近公開されたワークよりも２倍大きい空間的な解像度が取得された。さらに、３Ｄデータセット（９スライス）が、ＳＱＵＩＤで検出されたワークの単一スライスの脳の２Ｄのデータセットの７倍を超える速度で取得された。

本開示は、低周波数において、低磁場ＮＭＲおよびＭＲＩ用の検出コイルが、ジョンソンノイズが支配的である環境で作動することを確認した。このため、本開示は、これら撮像の制約の中で作動する場合の所望または最適なコイルパラメータおよび分離方法が、この環境における既知の工学技術からの逸脱から利益を得ることを確認した。そのように、本開示により、低周波数におけるＭＲＩおよびＮＭＲに適切な受信コイルアレイが提供される。コイルは、人間の頭部によく合った基板またはハウジングにぴったり合うように形成されてもよい。有利には、基板は３Ｄ印刷され、人間の骨格に楽にフィットし、曲線因子を最大化するように輪郭に沿って形成されてもよい。個別の受信要素は、コイル毎の巻き数が、印加される信号を最大化し、所望の最小受信コイル帯域幅を特定することになるように適応され得る。非限定的な一例は、約２０のＱを有するコイルである。本開示により、低周波数の動作に明確に適合されたコイルの分離方法も提供される。このことは、送信およびもっとも近くの分離から分離した各構成要素における受動的交差ダイオードを含んでいる。コイルをタイル状にする配置(coil tiling geometry)は、長手方向または横断方向のいずれかのＭＲＩスキャナの磁場について最適化されてもよい。送信コイルは、上述のコイルの設計に統合することもできる。

そのように、本開示により、たとえば、重大な脳の損傷の優先順位の診断または分析、虚血性脳卒中の進行の監視（脳の正中線偏位の測定を含む）、および、金属のインプラント、ペースメーカなどに起因して慣習的なＭＲＩから除外された患者の撮像を含む、様々な臨床上の用途のためにかなり必要とされる新しいリソースが提供される。過度の極性の造影剤と合わせられる場合、本開示により、低磁場スキャナを使用した脳の分子撮像のために使用され得るシステムおよび方法が提供される。

１つまたは複数の実施形態について本発明を記載してきたが、明確に述べられた実施形態の他に、多くの均等、代替形態、変形形態、および変更形態が可能であり、本発明の範囲内にあることを理解されたい。

Claims (34)

1. 低磁場磁気共鳴撮像（ｌｆＭＲＩ）システムを用いてパラレル磁気共鳴撮像（ｐＭＲＩ）プロセスを実施するためのコイルシステムであって、
   ｐＭＲＩプロセスを用いて前記ｌｆＭＲＩシステムによって撮像される対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、
   前記基板に結合された複数のコイルと、を備え、
   前記複数のコイルの各コイルが、前記ｌｆＭＲＩシステムを用いて前記ｐＭＲＩプロセスを実施するために前記複数のコイルを作動させるように選択された、巻き数と、関連する分離機構と、を有する、コイルシステム。
2. 前記巻き数および前記関連する分離機構が、６．５ｍＴの磁場強度で作動するように選択された、請求項１に記載のコイルシステム。
3. 前記複数のコイルは受動的に分離された、請求項１に記載のコイルシステム。
4. 送信コイルが、直列に配置された交差ダイオードを使用して受動的に分離されるよう構成された、請求項３に記載のコイルシステム。
5. 受信コイルが、並列に配置された交差ダイオードを使用して受動的に分離されるよう構成された、請求項３に記載のコイルシステム。
6. 前記複数のコイルの前記各コイルは、２７６．０ｋＨｚにチューニングされている、請求項１に記載のコイルシステム。
7. 前記複数のコイルの前記各コイルは、少なくとも−２７ｄＢにマッチされている、請求項１に記載のコイルシステム。
8. 前記複数のコイルの前記各コイルは、これらのもっとも近くの隣接コイルから少なくとも−３０ｄＢだけ幾何学的に分離されている、請求項１に記載のコイルシステム。
9. 次に近い隣接コイルからの分離は、少なくとも−６ｄＢである、請求項８に記載のコイルシステム。
10. 磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムであって、
    前記ＭＲＩシステム内に配置された対象の少なくとも関心領域（ＲＯＩ）周りで低磁場静磁場を生成するように構成された磁気システムと、
    前記低磁場静磁場に対して少なくとも１つの傾斜磁場を定めるように構成された複数の勾配磁場コイルと、
    ローカルコイルを含むラジオ周波数（ＲＦ）システムと、を備え、
    前記ローカルコイルが、
    前記ＲＯＩを含む前記対象の部分の輪郭に沿うように構成された基板と、
    前記基板に結合された複数のコイルと、を有し、
    前記複数のコイルの各コイルが、前記低磁場静磁場を用いてパラレル撮像プロセスを実施するために前記複数のコイルを作動させるように選択された、巻き数と、関連する分離機構と、を有する、ＭＲＩシステム。
11. 磁場強度が６．５ｍＴである、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
12. 前記巻き数および前記関連する分離機構が、前記低磁場静磁場で作動するように選択さ
    れた、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
13. 前記複数のコイルが受動的に分離されるよう構成された、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
14. 送信コイルが、直列に配置された交差ダイオードを使用して受動的に分離されるよう構成された、請求項１３に記載のＭＲＩシステム。
15. 受信コイルが、並列に配置された交差ダイオードを使用して受動的に分離されるよう構成された、請求項１３に記載のＭＲＩシステム。
16. 前記複数のコイルの前記各コイルは、２７６．０ｋＨｚにチューニングされている、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
17. 前記複数のコイルの前記各コイルは、少なくとも−２７ｄＢにマッチされている、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
18. 前記複数のコイルの前記各コイルは、これらのもっとも近くの隣接コイルから少なくとも−３０ｄＢだけ幾何学的に分離されている、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
19. 次に近い隣接コイルからの分離は、少なくとも−６ｄＢである、請求項１８に記載のＭＲＩシステム。
20. 前記複数のコイルの前記各コイルが、前記ＲＯＩ周りに、かつ低磁場静磁場に対し長手方向または横断方向に、並べられるように、タイル状に配置された、請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
21. 低磁場磁気共鳴撮像での使用のための並列受信コイルアレイであって、
    関心領域周りの３次元構造内に配置された複数の受信コイルを備え、
    前記複数の受信コイルの各受信コイルが、それぞれの複数の巻き数を有し、
    前記複数の受信コイルが、対象の人間の解剖学的構造の部分の磁気共鳴とともに作動した時に、前記対象の体の長手軸にほぼ平行な方向に発せられた磁気共鳴信号を検出することが可能である、並列受信コイルアレイ。
22. 前記複数の受信コイルの各受信コイルが、少なくとも１つの隣接する受信コイルと重なり合っている、請求項２１に記載の並列受信コイルアレイ。
23. 前記複数の受信コイルの各受信コイルが、前記それぞれの複数の巻き数に応じてワイヤを巻くことによって形成された、請求項２１に記載の並列受信コイルアレイ。
24. 前記ワイヤがリッツ線である、請求項２３に記載の並列受信コイルアレイ。
25. 人間の解剖学的構造の部分のために構成された、請求項２１に記載の並列受信コイルアレイ。
26. 前記複数の受信コイルの各受信コイルが、前記それぞれの受信コイルを送信コイルから分離するように、受動分離回路に接続されている、請求項２１に記載の並列受信コイルアレイ。
27. 前記受動分離回路が、前記それぞれの受信コイルと並列に接続された一対の交差ダイオ
    ードを備えた、請求項２６に記載の並列受信コイルアレイ。
28. 前記複数の受信コイルの少なくとも１つについての前記巻き数が、１０より大である、請求項２１に記載の並列受信コイルアレイ。
29. 前記複数の受信コイルの少なくとも１つについての前記巻き数が、２０より大である、請求項２１に記載の並列受信コイルアレイ。
30. 前記複数の受信コイルの少なくとも１つについての前記ワイヤの長さが、１００ｃｍより大である、請求項２３に記載の並列受信コイルアレイ。
31. 前記複数の受信コイルの少なくとも１つについての前記ワイヤの長さが、２００ｃｍより大である、請求項２３に記載の並列受信コイルアレイ。
32. 前記複数の受信コイルは、０．２Ｔ以下のＢ₀磁場の周波数特性を検出するようにチュ
    ーニングされた、請求項２３に記載の並列受信コイルアレイ。
33. 低磁場磁気共鳴撮像システムにおいて信号対ノイズ比を改善させる方法であって、
    関心領域に対して励起パルスシーケンスを提供することと、
    数の増大した測定を並行して得るために複数の受信コイルを使用して前記励起パルスシーケンスに応じて発せられた磁気共鳴測定を検出することと、
    前記関心領域内の各位置についての値を得るために平均化された測定の数を増大させるために、前記並行して得られた数の増大した測定を利用することと、を含む、方法。
34. 前記数の増大した測定を、部分的に、平均化された測定の数を増大させるために、部分的に、全体の取得時間を短縮するために、利用する、請求項３３に記載の方法。